葉學儉1，許武軍1,2，范紅1,2
(1.東華大學信息科學與技術學院，上海 201620; 2.數字化紡織服裝技術教育部工程研究中心，上海 201620)
摘要：主要介紹在基于近紅外光譜法的無創血糖檢測中對微弱信號采集的研究及相關電路設計的工作原理，此設計基于CYPRESS公司的PSoC 5LP，通過對光電二極管采集信號的濾波，然后經過PSoC 5LP內部可編程增益放大器放大，再通過模擬定序復用器將多路信號送入A/D轉換器進行轉換，從而獲得較為準確、穩定的電信號用于后期處理。
關鍵詞：血糖檢測；近紅外光譜；微弱信號采集；可編程片上系統
0引言
隨著人們生活條件的提高和生活方式的改變，糖尿病發病率逐年上升，因此血糖監測儀是每一位糖尿病患者必須擁有的。傳統的血糖監測雖十分有效，但需要采集指血，也存在不少隱患及不便，所以非侵入式血糖檢測裝置愈發重要。基于近紅外光譜的無創血糖檢測是無創血糖檢測技術重要的研究方向之一，其通過對透過人體軟組織的一定波長的透射光的采集和對采集到的多個信號進行相應的算法處理及分析得出人體血糖濃度的估值［1］。雖然傳感器技術及高性能小型處理器的發展使得非侵入式的血糖實時檢測成為現實，也使得數字化醫療模式越來越受人們歡迎，但是這種模式的血糖檢測系統離不開對數據的采集與處理，對微弱信號的準確性和可靠性更是有著較高要求。對于微弱信號的檢測注重的是對輸出信號的信噪比的提升和低頻噪聲的干擾減小。良好的信號采集能力是保證其正確識別傳感器信號，獲取算法所需的原始數據的關鍵因素。基于上述要求，本文主要對微弱信號的采集電路的相關設計進行研究探討。
1無創血糖檢測裝置的系統設計
近紅外光對于人體軟組織具有很好的穿透性，是理想的檢測光譜段。而且葡萄糖在近紅外光譜區（700~1 800 nm）有較明顯的吸收［2］。在本設計中，考慮到光透過率的大小，選擇耳垂作為測量部位。將光源及光電二極管分別放置耳垂兩端，利用透過的近紅外光的光強來計算該部位的血糖含量。基于近紅外光的血糖檢測技術最主要的是對近紅外光信號的采集。其中，系統設計主要包括使用脈沖寬度調制（PWM）控制近紅外光源，對模擬信號進行濾波，信號放大，經過模擬數字轉換器（ADC）進行轉換，以及數據處理五個部分［3］。系統框圖如圖1所示。
綜合考慮組織血液中的各種成分的干擾，為最大程度減小其干擾程度，實驗之初選用波長為1 550 nm的發光二極管(LED)作為光源，并使用PWM來控制LED的發射功率，并通過調控PWM模塊的占空比，可使LED的傳輸波長隨著直流電壓平均值的改變而改變，使得近紅外LED的光波波長控制在1 550 nm以上、1 550 nm及1 550 nm以下三個相近波段，從而獲取多組光源信號并取平均值，以此降低原始噪聲的影響［4］。實驗主要研究對微弱信號的采集，所以以此為信號源來檢驗此采集電路對微弱信號的采集能力。
2采集電路的設計
2.1模擬信號濾波器的設計
原始信號中存在較多高頻噪聲且極不穩定，所以使用一個簡單的二階RC低通濾波器連接到光電二極管的輸出以初步降低高頻噪聲，提升信號穩定性，從而增強電路的抗干擾能力［5］。經過測試，使用R=10 kΩ，C=10 μF的二階低通濾波器有較好的濾波效果。設計電路如圖2所示。
2.2放大電路模塊
可編程增益放大器（PGA）是可以實現用戶可編程增益的基于運算的同相放大器，具有高輸入阻抗，較寬的帶寬及可選擇的輸入參考電壓。PSoC 5LP自帶模塊PGA由普通SC/CT模塊構成，可通過調整Ra和Rb兩個電阻來選擇增益，實現對信號的放大以此增加信號振幅，并具有與反饋電阻Rb并行的可編程電容，主要針對每次增益選擇進行配置以保證其穩定性。選擇其作為放大模塊，主要利用到PSoC 5LP高集成度和穩定性，并且可以更加直接的控制PGA的增益大小，從而滿足檢測要求。PGA的原理圖如圖3所示。
輸出公式如下：
其中G代表增益大小，參考Vref輸入可以連接外部參考或者內部Vss（接地）。
基于近紅外光的無創血糖檢測的準確度很大程度上取決于對近紅外光譜信號的穩定準確的采集，然而近紅外光透光信號衰減程度高，必須通過對信號的放大才能更好地檢測其信號變化，所以將光電二極管信號送入PSoC 5LP中的內部可編程增益放大器，以放大微弱的近紅外光譜信號，將血糖變化中微弱的電壓差通過參考電壓為地和增益為50的可編程放大器進行放大，以此更好地觀察到采集信號的變化。此外，實際操作中可按照實際情況，考慮到A/D轉換器0~5 V的輸入范圍，可以通過應用程序編程接口（API）子程序來配置組件以滿足測試要求。
2.3A/D轉換
為了將放大后的電壓信號進行進一步的處理，需將模擬電壓信號轉換成數字信號。而且為保證信號精度，減少模數轉換時引起的量化誤差，需要進行高分辨率的轉換。PSoC 5LP上的ADC模塊可為精密測量應用提供低功耗、低噪聲前端，其由輸入放大器、三階deltasigma調制器和抽取濾波器構成（如圖4所示）。輸入放大器可提供高阻抗的輸入以及可選擇的輸入增益，濾波器可直接從調制器進行數據采樣，之后選擇性地執行簡單的濾波器函數。這里以軌至軌緩沖模式，使用16位分辨率、256 kHz采樣頻率來采樣近紅外光，達到高采樣率的要求。
2.4采集電路的軟件部分設計
圖5為驅動單一近紅外光的軟件控制模塊圖，利用PSoC Creator實現對各個模塊的軟件控制，實現對裝置的調控，對獲取的數據也在軟件中進行處理分析及顯示。對于整個基于近紅外光譜的血糖檢測裝置的軟件設計，是以此為基礎控制電路添加更多對硬件的控制程序、信號驅動模塊以及信號采集放大模塊。
3實驗結果與分析
基于近紅外光譜的無創血糖檢測系統中，組織厚度決定近紅外光的路徑長度，所以光滲透深度是一個關鍵因素。此實驗模擬不同組織厚度對于透光率所產生的不同光強。利用小信號模型求出LambertBeer定律的近似值，進而獲得滲透光強與組織厚度的關系。利用公式［4］：
來表示此模型，其中x代表光滲透深度，y代表透光強度，對所得數據進行數據擬合，獲得其特性曲線，如圖6所示。擬合曲線方程為：
與此同時獲得光滲透深度與近紅外光光衰減率的關系，如圖7所示。
通過對實驗數據的分析發現，實驗過程中仍存有一些不穩定因素，尤其在近紅外光穿透過程中光衰減率過高，極易在一定厚度之后無法采集到穩定的信號，加之環境因素的干擾，微弱信號的準確性受到很大影響，所以后期實驗應加強對單一波段的光采集能力及光聚焦能力的研究。另外，對模擬信號的初次濾波采用二階低通RC濾波，通過對信號的觀察，雖然濾波效果較明顯，但仍存有少量噪聲，在透光電壓衰減至十幾毫伏時會極不穩定，在后期改進中建議使用四階巴特沃思有源低通濾波器［6］，其特點是通頻帶的頻率響應曲線最平滑，相比較二階RC低通濾波器，其濾波效果更好。
4結論
本文討論了一種以基于近紅外光譜的無創血糖檢測系統為背景的微弱信號采集裝置的設計方法，提出整體設計方案。通過實驗數據可以看出其漂移小，且利用PSoC 5LP高集成度且抗干擾能力強的特點，提高對微弱信號采集的精確度。同時，此設計也可用于其他微弱信號的檢測之中。
參考文獻
［1］ 李陽．無創血糖檢測儀的DSP和Android軟件系統設計［J］．傳感技術學報，2013, 26(10): 1323 1326.
［2］ 劉慶珍．近紅外光譜技術無創測量人體血糖［J］．激光生物學報，2004, 13(2): 129 135.
［3］ 劉光文．微小信號采集電路的設計與研究［J］.現代制造工程，2005(7):101 103.
［4］ AHMAD M．Non invasive blood glucose monitoring using near infrared spectroscopy［D］．Iowa: University of Lcowa,2013.
［5］ 呂志昂．微弱信號調理電路的設計［J］．微型機與應用，2012, 31(15): 17 22.
［6］ 陳淑芳．一種高精度數據采集系統模擬信號調理電路的設計［J］.長沙鐵道學院學報，2008, 9(1): 215 217.
